JP2009532149A - 医療用チューブ - Google Patents

Abstract

本発明は、互いに積層された３層（１０１、１０２、１０３）を備え、これらの層はそれぞれポリオレフィンを含有し、内層（１０２）は少なくとも６０％の熱可塑性エラストマーを含有する医用のＰＶＣフリーチューブ（１００）に関する。更に、本発明は、本発明に従ったいくつかのチューブを備えるチューブシステムに関し、それは、接合部を介して接合される。本発明に従ったチューブは、体外の血液循環における輸送速度ロスを１５％未満にし、好ましくは１０％未満にし得る。
【選択図】図１

Description

本発明は、医療用チューブと、本発明に従ったチューブを複数有するチューブシステムと、体外の血液循環における本発明に従った該チューブ若しくは該チューブシステムの使用とに関する。

ポンプチューブ、特に蠕動ポンプに連結したポンプチューブは、体外の血液循環で血液を輸送する医療分野において用いられる。例えば血液透析の体外血液循環に於いては、許容できる短い処置時間を患者に与える適切な輸送速度で血液を輸送する必要がある。

そのようなポンプチューブは、ガイド溝のローター周辺において、例えば、血液透析において通例であるローラーポンプシステムに設置される。該ローターは、ポンプチューブ部分において１以上のローラーを押圧し、その結果、前記チューブは、圧迫されこのポイントで塞がれる。この塞がれたポイントは、チューブに沿ってローターを回転することにより促進され、回転方向においてローターより前に位置する液体は、このようにして前方へ動かされる。

そのようなポンプチューブによって達成されるべき力学的且つ物質的な要求は、それ故にとても高い。特に、チューブ若しくはチューブの部分は、チューブが狭い曲げ半径の結果として円形のガイドの中に挿入されるとすでに曲がらないため、高いねじれ抵抗を有してしまい、液体を輸送することができなくなる。さらに、曲がりの危険性は、輸送ローラーの圧力によって増加される。このことは、前記チューブが十分に弾力性のある構造を備えなければならないことを意味する。この特性は、特にチューブを完全に塞ぐことが可能でなければならないという要求において重要である。また、多くのアプリケーションにとって、液体の流れを必要に応じて完全に遮断すべく適切なチューブクランプによってチューブを完全に閉じることは必要である。

また、加えて、ポンプチューブの弾力特性は、例えばスムーズな血液透析治療にとって特に重要である。一定の送出速度のために、チューブは閉塞した後にその元の形に可能な限り戻ることが重要である。ポリオレフィンで作られた通例のチューブは、通常、かなり貧しい値にしか到達しない。

さらに、チューブ、特に体外の血液循環における上述の使用内のポンプチューブは、輸送ローラーの摩擦の影響に耐え得ることが必要である。これは、チューブの外側が、ローラーの摩擦及び圧力によって壊されない程十分に高い機械抵抗を備えなければならないということを意味する。従って、同様に、輸送される液体と接するチューブの内側は、輸送プロセスで負の影響を受けず又は液体を汚染しないという特性を備えなければならない。

また、物質のいくつかの層若しくはシートを備えるチューブに関して、互いに積層された層の摩擦による層物質の摩耗は、避けられなければならない。

また、加えて、互いの内部摩擦に置かれる物質のシートによって破壊的なノイズがポンピングプロセスの間に生じないことが保証されなければならない。特に、患者に重大な精神的影響を生じ得るそのようなノイズは、例えば血液透析処置の間に定期的にしばしば生じるので、そのようなノイズを避けることは、欠かせないことである。それ故に、塞がれたチューブの互いの上部をしばしば押圧される内層は、複数の層を備えるチューブの場合、ポンピングプロセスの間に互いにわずかな摩擦だけを及ぼすことが望ましい。

例えばチューブを通した溶液若しくは血液の注入等の生物の液体を輸送するときのさらなる要求は、そのようなポンプチューブが殺菌できなければならないということである。医用品における殺菌に対する最近もっとも広く知られた方法は、特に、要求される医学の質における治療及び予防の単純さの点では、熱殺菌である。この方法では、医用装置、医用品、及び医用液体は、約１２１℃若しくはそれ以上の温度に、また、任意に過度な圧力にさらされることで殺菌される。また、それゆえに、チューブの物質的な質についてのさらなる要求は、チューブとして用いられる物質が熱によって変形されず、且つ力学的特性（もろさ、ねじれ抵抗、回復性等）が悪影響を受けないことである。

例えば体外の血液透析において、チューブ、特にポンプチューブを使用することについてのさらなる要求は、その物質的な質が輸送プロセスの間一定に保たれたままであるということに違いない。ポンプ能力が一定に保たれている間のポンプチューブの送出速度のロスは、しばしばポンプチューブで観察され得る。それ故に、ポンプにおけるこの送出速度のロスは、可能な限り小さいままにされることが望ましい。例えば、通例の血液透析治療において血液を輸送するときにおける通例の値は、ポンプチューブの送出速度の約２０％のロスであり、それは、使用されるポンプ、チューブの寸法、輸送速度等に依存する。約３００ｍｌ／ｍｉｎという通例の輸送速度における従来のＰＶＣチューブの輸送速度のロスは、約１３％である。また、それ故に、ポンプチューブの送出速度のロスの改善を到達すること、例えば、輸送速度ロスをさらに減らすことは、望ましい。

開始物質としてＰＶＣ（ポリビニル）を用いることは、特にポンプチューブに対して、今日において上述の要求をほとんどすでに満足させ得る。しかしながら、もろくて硬い物質であり熱劣化を受けやすいＰＣＶの欠点は、それが、可塑剤を用いることによってのみ医用フィルム、チューブ及び同様なものを製造するのに用いられることである。

しかしながら、可塑剤の必然的に必要な使用は、物質の生物適合性の要求が、特に生物の液体に接触する使い捨ての医用品において、ＰＶＣの場合でいつも満足するものではないという欠点を備えてなる。最近の結果は、例えばトリメリット酸エステル若しくはフタル酸ジオクチル等のＰＶＣで用いられる一般の可塑剤が健康を害することを示唆する。ＰＶＣ物質で形成されたチューブを通して導かれた液体は、ＰＶＣから可塑剤を溶出し、その結果汚染される。それ故に、この問題は、多くの研究対象である。それ故に、特に生物の液体の輸送若しくは貯蔵にとって、必然的に用いられなければならない可塑剤のために、接触物質としてＰＶＣを用いるのを避けるようとする試みが今日とられている。

生物の液体を輸送するチューブは、例えば体外の血液循環でのチューブシステムで通常用いられ、さらなる要求が、チューブにおいて、特にポンプチューブとしてのその使用について、特に個々のチューブの部分と他のチューブユニット若しくは部分との接合を通してポンプに置かれる。個々のポンプチューブの部分の間を接合することは、いわゆる接合部によってしばしば形成される。これらの接合部は、好ましくは、ポリプロピレン（ＰＰ）からなり簡単に加工された化学的にかなり不活性のプレ成形部分を備えてなる。チューブと接合部との安定した接合にとって、レーザー溶接プロセスは、好ましくは、通常使用される製造プロセスで用いられる。一般に、熱力学的に相性が良いポリマーのみがこの方法で溶解され、その結果、それゆえに、ポンプチューブとしての物質の選択は、ＰＰ接合部の好ましい使用の結果としてかなり限られる。

US 4,578,413には、ポンプチューブとしても用いられ得る医用チューブが記載されている。このチューブの物質は、フェニル側鎖を有するポリシロキサンとともに加えられたポリスチレン及びポリプロピレンを任意に備える、例えば炭化水素ブロック共重合体等の熱可塑性エラストマーで形成されたポリマー化合物からなる。チューブは、物質の単一のシートからなる。熱可塑性エラストマーを用いることの欠点は、ポリシロキサンを用いることによって避けられる。例えば人間の血液を介した害のある物質の溶出は、約４０％のミネラルオイルのさらなる使用によってかなり起こり得る。さらに、用いられるポリシロキサンは、それ自体がとても高価なために産業規模でのマーケットにおいてはとても大きな欠点を有してなる。

US 4,613,640には、例えばＳＥＢＳ若しくはＳＢＳ等の炭化水素ブロック共重合体及び直鎖ポリシロキサンを備えさらに任意にポリプロピレンを備えるポリマー化合物からなる医学チューブが記載されている。特に、例えばチューブ等の透明な医用品の製造を可能にすることがこの特許の目的であった。物質の幾つかのシートからなるチューブは述べられていない。

US 4,299,256には、ポンプチューブとしても用いられ且つＰＶＣ及びシリコンオイルの混合物からなるチューブが記載されている。ＰＶＣ及びシリコンオイルのこの混合物は、チューブの外層の物質の構成を形成する。生物液体と接触する内層は、望ましくないテレフタレート可塑剤を含有するポリオレフィンを備え得る。この明細書には、送出速度及びチューブの寸法の詳細な記述がない。

US 6,187,400には、改良されたポンプピング特性を備えたＰＣＶフリーチューブが記載されている。このチューブは、多層構造を備え、ホモポリエチレンと、ポリアルキレンエステル及びアルキレンエステルの共重合体とを含有する。また、この明細書は、医用チューブの製造にポリオレフィンを用いることの問題を特に言及する。今まで用いられたポリオレフィン、特にポリプロピレン及びポリエチレンは、乏しい表面特性を有し、その結果、そのような物質で生成されたチューブ表面は、一般に、特にクランプを用いてそのようなチューブを閉じるときに簡単に損傷され得る。同様にほとんどのポリオレフィンは、ポンプを通して押圧された液体の圧力に耐えるのに問題を有し、また、その結果、液体を一定量輸送することができない。

加えて、ポリオレフィンで生成されたほとんどのチューブは、低い張力抵抗を有する。張力抵抗は、引張係数と関連があり、引張係数は、一般にポリオレフィンの材質の結晶化度に依存する。対称的に、例えばＰＶＣの材質に関しては、それは、加えられた可塑剤の量に依存する。

低い張力抵抗の値を有するポリオレフィンの材質で生成されたチューブは、特にポンプチューブとして用いられたときに、チューブの径が卵型に変形されて、その結果、チューブを通した流体の流れが減少し若しくは一定でなくなるという欠点を有する。

さらに、ポンプチューブアプリケーションに於いて要求される力学的及び物理的特性に到達すべく、US 6,187,400に記載されるチューブに、殺菌の間にイオン化照射によって用いるのに必要な物質特性を与えることは欠かせない。しかしながら、ポリマーへの照射は、ポリマーが変色しこのようにして市場で許容され難くなるといった欠点を有する。さらに、放射イオン化による殺菌若しくは物質処置に対する安全要求は、そのようなチューブの製造を望ましくない難儀なもの及びコストのかかるものにする。

EP 765740 B1は、医用目的のＰＶＣフリー多層チューブ並びにその製造及びその使用のための加工を提供する。この特許の目的は、多層チューブ物質における異なるプラスチック層を互いに調和させて、少なくとも一の層がベース層として振る舞い該チューブ物質に殺菌の間に十分な熱安定性を与えるようにすることである。そこで述べられたチューブの物質構造のために、ポンプチューブとしての使用は除外されるが、それは、耐久性のあるポリオレフィンが少量であることにより、外側に横たわる層が、一般に要求される機械抵抗に乏しく、且つ望まれるねじれ抵抗が、物質混合の結果として互いに到達されないからである。同様に、そこに記載されているチューブは、特に使用される肉厚及び物質混合の構成がポンプチューブとしての使用を除外するので、ポンプチューブのコンディションのもとで楕円形になる傾向がある。

US 2003/0044555には、ポリブタジエンで作られたポンプが記載されている。また、この物質は、イオン化照射による改良を要求する。さらにアニーリングプロセスは、望ましい特性に到達するように物質の結晶化度を増加すべく実施されなければならない。また、該プロセスは、同様にここにおいてとても難儀なものである。

DE 44 46 896には、エラストマー及び熱可塑性物質の、耐衝撃性があり熱可塑性的に加工され得る混合物が記載されている。これらの混合物から、ポリマー混合物の３層から構築される複合材料は生成されるが、外層は、ポリオレフィンを備え、中間層は、熱可塑性エラストマーを備える。

それ故に、目的は、特にポンプチューブシステムにおけるアプリケーションに対して要求される物理的及び化学的特性を有し且つＰＶＣフリーであるポンプチューブとしての使用のためのチューブを提供することであった。それ故に、この目的は、特に、ポンプチューブにとって必要な弾力性の特性を有し且つ高い力学的抵抗の結果としてその外側の輸送ローラーによる摩擦影響に耐え得るポンプチューブを提供することであった。さらに、ポンピングプロセスの間のチューブの楕円化は避けられるべきであり、一定の物質の質は送出速度のロス無しで到達され得る。加えて、本発明に従ったチューブは、互いに積層された物質のシートの間の摩擦を避けることを可能にする。

互いに積層された３層を有し、且つこれらの層がポリエレフィンを含有し、且つ中間層が少なくとも６０％の熱可塑性エラストマーを含有し、且つ温度に対する損失率が−３０℃を超えた温度で最大値を示すＰＶＣフリーチューブは、最新技術における欠点を克服するということが驚くほど発見された。

この発明のフレームワーク内では、外層はいつもチューブ断面の中央部から最も離れた層を意味し、内層はいつもチューブ断面の中央部分に最も近い層を意味する。中間層はいつも外層と内層との間の層を意味する。いくつかの中間層が存在し得る。

互いに積層された３層を有し、且つ−３５℃を超えるガラス転移温度Ｔｇを有し、且つこれらの層それぞれがポリオレフィンを含有し、且つ中間層が少なくとも６０％の熱可塑性エラストマーを含有し、且つ温度に対する損失率が−３０℃を超えた温度で最大値を示すＰＶＣフリーチューブは、有利な復元ロスを示すことがさらに示された。

互いに配置される３つの層を有し、且つ使用温度においてまだ測定できる損失率を有し、且つこれらの層それぞれがポリオレフィンを含有し、且つ中間層が少なくとも６０％の熱可塑性エラストマーを含有し、且つ温度に対する損失率が−３０℃を超えた温度で最大値を示すＰＶＣフリーチューブは、より小さい曲がりの傾向を示すことが示されたが、曲がりの傾向は、当業者にとっては“ねじれ”として知られている。ローラーによる同時に存在し周期的に圧迫するストレスを有するローラーポンプでのチューブにおける力学的ストレスは、大きくなり且つチューブ断面の楕円化を促進する。送出速度は、結果として減少する。

この楕円化は、本発明に従った熱可塑性エラストマーを用いるときはかなり小さい。

この発明のフレームワーク内では、使用温度において安定して測定し得る損失率を有する熱可塑性エラストマーは、温度３７℃において０．０１よりも大きい損失率を有する熱可塑性エラストマーである。指定されたコンディションのもとでのこの損失率を有する中間層において熱可塑性エラストマーを有する本発明に従ったチューブは、１２％未満の復元ロスを備えてなる。

“タンデルタ”として当業者に知られている損失率は、通常、動的力学的作用を特徴付ける変数として用いられる。本発明のフレームワーク内では、ISO 6721-7の方法に従った動的力学的分析（ＤＭＡ）が用いられる。０．０１の値若しくはそれよりも高い損失率は、３７℃に於いて本発明に従うことにより到達されるに違いないが、それは、透析チューブがこの温度で用いられこの温度で低い輸送速度ロスを示し得るからである。注入チューブは、室温で用いられる。それ故に、熱可塑性エラストマーは、好ましくは、温度２０℃において０．０１よりも大きい損失率を有する。

復元ロスは、ここでは、１８０分後での実施例において詳細に記載される方法に従って測定された復元力の値に対するロスとして定義される。本発明に従った復元ロスの詳細な考察、又は復元値及び対応する復元力の詳細な考察は、実施例に見られる。このように、この値は、定義された安定性におけるある程度の柔軟性をチューブに与えるが、また、このことは、送出速度のロスがＰＶＣチューブに対して１３％の知られた値以下にあることを意味する。さらに本発明に従ったチューブの楕円化は避けられる。

互いに積層された３層を有し、且つこれらの層それぞれがポリオレフィンを含有し、且つ中間層が少なくとも６０％の熱可塑性エラストマーを含有し、且つ温度に対する損失率が−３０℃を超えた温度で最大値を示し、且つロス係数最大値Ｇ”_maxが−３５℃よりも大きいところに位置するＰＶＣフリーチューブは、有利な復元ロスを示すことがさらに示された。

特に、用いられる熱可塑性エラストマーの特性は、チューブの特性にとって特に重要であるが、それは、熱可塑性エラストマーを含有する中間層が大きな層厚さを示し、中間層における熱可塑性エラストマーの本発明に従った重量パーセントが６０％よりも大きい最も大きな物質部分を構成するからである。

次の相関が見られる傾向にある：すなわち、もし以下のようであれば、熱可塑性エラストマーで形成されたチューブのポンピング速度ロスが減少する：
・ガラス転移温度Ｔ_Rが増加し、
・ロス係数最大値Ｇ”_maxが高い温度に転じ、
・損失率の値が３７℃の使用温度で可能な限り高く、
・最大損失率がより高い温度にあり、
・ポリプロピレンへの熱可塑性エラストマーの相溶性が増加する。

互いに積層された３層を有し、且つこれらの層それぞれがポリオレフィンを含有し、且つ中間層が少なくとも６０％の熱可塑性エラストマーを含有し、且つ開始物質としてのこの熱可塑性エラストマーが以下に示す特性を有するＰＶＣフリーチューブは、本発明に従っている：
i)温度に対する損失率が、熱可塑性エラストマーの場合に−３０℃を超えた最大値を示し、又は、
ii)熱可塑性エラストマーが、−３５℃を超えたガラス転移温度Ｔｇを有し、又は、
iii)熱可塑性エラストマーが、３７℃の温度で０．０１よりも大きい損失率を有し、又は、
iv)温度に対するロス係数Ｇ”が、本発明に従った熱可塑性エラストマーの場合に−３５℃を超えた最大値を有する。

ｉ〜ｉｖの特徴の何れか一を有する熱可塑性エラストマーは本発明に従ったチューブの製造において特によく適しており、その結果、これらの熱可塑性エラストマーで生成されたチューブは優れた低い復元及びポンピング速度ロスを示すことが示された。

炭素原子及び水素原子から構築され且つ単結合及び複数結合を含むポリマーは、ここでは、“ポリオレフィン”を意味する。ポリオレフィンは、通常は、芳香族ユニットを含まない。ポリオレフィンの定義のために、Oberbach, Baur, Brinkmann, Schmachtenberg "Saechtling-Kunststofftaschenbuch" Chap. 6.1, 29^th edition, Carl-Hanser-Verlagが参照される。

他に以下に示されていなければ、提示されたパーセンテージは、通常、重量％に関する。

熱可塑性エラストマーの高含有量により、本発明に従った３層配置における熱可塑性エラストマーを含有する中間層は、ねじれ抵抗、復元能力、及び送出速度に関する望ましい特性を本発明に従ったチューブに与える。熱可塑性エラストマーの高含有量での使用は、低い復元ロス及び低いポンピング速度ロスのための理由である。このことは、送出速度ロスが１３％未満という受け入れられる範囲にあるという結果に驚くほど導き、その結果、チューブは、血液透析における血液輸送のために特に有利に用いられ得る。

少なくとも２０％のポリオレフィンは、中間層を囲む層（内層及び外層）に含まれる。力学的に安定したポリオレフィンのこの含有量の結果として、外層と内層とは、中間層を熱可塑性エラストマーにより軟らかくする熱殺菌において通例よりも高い温度及び１２１℃において特に支持層として本質的に振る舞い、且つ要求される安定性をチューブに与える。また、ポリオレフィンの高含有量は、例えばポンピングプロセスの間摩擦効果に外層及び内層が抵抗するのを確かにする。

ポリオレフィンの含有量は、好ましくは、内層と外層とで異なる。内層におけるポリオレフィンの含有量は、外層よりも多いことが特に好ましい。結果は、閉塞段階の間の内層の摩擦により生じるノイズが避けられるのという有利なものである。さらに、ブロックする傾向がその結果除外され、このことは、チューブが閉塞後すぐに自動的に開き且つチューブの内層が互いに密着しないことを意味する。さらに、内層のポリオレフィンの高含有量は、略摩擦フリーの使用を保証し、その結果、チューブに輸送される生物の液体に摩擦カスが入らず、このようにして汚染が避けられ得る。

外層における２０％よりも高いポリオレフィン含有量は、例えばローラーポンプにより外側の力学的ストレスに対して十分に大きな抵抗をこの層に与える。

本発明の好ましい実施形態に於いて、ポリオレフィンは、エチレン、プロピレン、ブタジエン、イソプレン、その共重合体、その三元重合体、及びポリマーの混合物からなる群より選ばれる。コストに関し効果的に製造され、且つ利用され、且つ簡単に加工され、且つ取引において通例であるポリマーがある。

熱可塑性ポリマーは、芳香族単位若しくはポリオレフィン単位を備え、好ましくは、スチレン−エチレン−ブタジエン−スチレンブロック共重合体（ＳＥＢＳ）、スチレン−ブタジエン−スチレン共重合体（ＳＢＳ）、スチレン−エチレン−プロピレン−スチレンブロック共重合体（ＳＥＰＳ）、スチレン−エチレン−ブタジエン共重合体（ＳＥＢ）、スチレン−イソプレン−スチレンブロック共重合体（ＳＩＳ）及びそれらの混合物からなる群から選ばれる。これらの熱可塑性物質は、化学的に架橋していないゴム弾力性のポリマーである。それらは、熱殺菌の間であるが例えば押出の間のずれのもとでの自由な同じ流れにおいて寸法的にそれらが安定したままであるという利点を有する。物質は完全に不定形であり、その結果、押出後に部分的に結晶化したポリマーにおいて生じ得るような晶析プロセスによる物質的影響はないであろう。これらの熱可塑性ポリマーは、ポリオレフィンとともに十分に混合され且つ加工されて、混合物を形成し、そして本発明に従ったチューブについての上記及び下記のアプリケーションで求められるミクロ相構造を送出するが、このことは、本発明に従ったチューブの必要な力学的特徴に決定的な影響を与える。

本発明に従った特により好ましい実施形態では、熱可塑性ポリマーは、ＳＥＢＳ若しくはＳＩＳである。

外層の層厚は、３０〜２５０μｍ、好ましくは、４０〜１００μｍ、より好ましくは、５５〜８０μｍである。外層でのポリオレフィンの高含有量は、後者を、物質の複数のシートからなる最新技術からのチューブでの他の外層に比してとても薄いままにし、それにもかかわらず高い安定性を備えるようにする。さらに付加の層が必要に応じてこの外層に適用され得ることは理解され得る。また、同様に、物質のさらなるシートは、もし本発明に従った３層システムの個々の層の間で必要であれば配置され得る。しかしながら、本発明に従った特徴を有する３層の基本の配列は、本発明にとって本質的なものである。

熱可塑性エラストマーを含有する中間層の層厚さは、４００〜３０００μｍ、好ましくは、１０００〜３０００μｍ、より好ましくは、１８００〜２０００μｍである。選ばれた熱可塑性エラストマー混合物に組み合わされる熱可塑性エラストマーを含有する中間層のこの層厚さは、ねじれ抵抗及び復元能力に関して最適な譲歩をここでは可能にする。

本発明に従って、熱可塑性エラストマーを含有する中間層に対する外層若しくは内層の層厚さの比は、１：８〜１：２５である。このようにして、チューブの様々なサイズ、例えば、異なる内径のチューブが提供され、該チューブがねじれ抵抗及び復元力について望ましい特性を有することが保証される。

内層の層厚は、好ましくは、３０〜２５０μｍ、より好ましくは、４０〜１００μｍ、さらにより好ましくは、５５〜８０μｍである。また、ここでは、ポリオレフィンの高含有量の使用の結果として、内層の厚さは、生じる摩擦ロスなしに、又は損傷した内層の力学的サポート処置なしに比較的小さなものが選ばれる。

アプリケーションの使用やエリアに依存するが、チューブの全肉厚は、０．４５〜３．５ｍｍ、好ましくは、２〜２．２ｍｍであり、内径は、３〜２８ｍｍ、好ましくは、３〜１５ｍｍである。チューブの外径は、４〜３５ｍｍ、好ましくは１２〜１３ｍｍである。

さらに好ましい実施形態では、外層は、電磁波放射線を吸収できそれを熱エネルギーに変え得る化合物を備える。このように、チューブと接合部との間の安定した溶接がレーザーによって形成されるので、例えば、ポリプロピレン接合部は、チューブシステムにおいて特に簡単に使用され得る。そのようなレーザー溶接技術は、例えば、DE 10245355 A1で知られている。

そのような化合物の例は、使用されるレーザーの波長範囲におけるレーザー光を吸収するＵＶ吸収材若しくは有機染料である。また、同様に、ケイ酸カルシウムや酸化鉄等の無機化合物は、望まれない影響を着色剤が有さないのときに用いられる。

適した化合物は、ANTEC 2000, Conference Proceedings（Jones, I. A. and Tayler, N. S., Use of infrared Dyes for Transmission Laser Welding of Plastics, pp. 1166-1169）及びWO 02/00144 A1に開示されている。

さらに、本発明の問題は、本発明に従った複数のチューブ、又は本発明に従ったチューブ部分を備えるチューブシステムによって解決される。チューブシステムは、好ましくは、接合部によって接合される異なるチューブ若しくはチューブ部分を少なくとも二つ備える。接合部は、好ましくは、ポリオレフィン、特にポリプロピレンを備える。

本発明に従ったそのようなチューブ及びチューブシステムは、好ましくは、体外の血液循環における、経腸栄養法、注入、若しくは輸血におけるポンプチューブとして用いられる。

本発明は、以下の図表及び実施例の参照によって詳細に記述されているが、これらは、限定するものではない。

図１は、本発明に従ったチューブ１００の断面図を示す。チューブ１００は、互いに積層された３層１０３、１０２、１０１からなる。外層１０１は、５５％のＳＥＢＳ（Tuftec H1221, Asahi）、５％のＳＥＢＳ（Septon 4077, Kuraray）、３５％のＰＰ−Ｒ（RB 501 BF, Borealis）及び２００ｐｐｍのアミドワックス（Crodamide ER）の混合物からなる。また、自然に、共重合体及び混合物等に混合され且つ適したポリエチレン若しくはポリプロピレンは、使用されるポリプロピレンの代わりに用いられ得る。内層１０３は、６０％のＰＰ−Ｒ（RD 208 BF, Borealis）及び４０％のＳＥＢＳ（Tuftec H1221, Asahi）からなる。また、自然に、内層及び外層におけるポリプロピレンの含有量は、同程度となるように選ばれ得るが、すでに上述したように、内層及び外層におけるポリプロピレン若しくはポリオレフィンの含有量が異なることが好ましく、摩耗ロスを避けるように内層におけるポリプロピレンの含有量が外層よりも多いことが本ケースにおいてより好ましい。

８０％のＳＩＳ（Hybrar 7125 F, Kuraray）及び２０％のＰＰ（Borsoft SC220, Borealis）からなる中間層は、層１０３と層１０１との間に配置される。また、自然に、ＳＥＢＳ若しくはＳＥＰＳ等の対応した異なる熱可塑性エラストマーは、ＳＩＳの代わりに用いられ得る。

輸送速度のロスを測定する一般的なテストの手順：
次ぎのテストは、以下で調べられる本発明に従ったポンプチューブの輸送速度ロスを測定するのに選ばれた：
ポンプチューブ部分は、通常血液透析で用いられるローラーポンプに挿入された。３７℃に保たれた水−グリセロール混合物は、ポンプを用いて吸引された。該混合物は、実際に予想される状況と測定結果とを比較すべく人間の血液と同程度の粘度を有していた。送出速度は一定に保たれ、送出された量は、ｍｌ／ｍｉｎで測定された。輸送速度ロスは、６時間輸送後における％で測定された。

Sis-Ter s.p.a.（製品番号：６９６１９４１）製のＰＶＣポンプチューブ（内径８．０ｍｍ×肉厚２．１ｍｍ）は、器具（器具名：Evicom AM561/65SH）として用いられた。

商用上通例のチューブローラーポンプは、輸送速度ロスを測定するのに用いられ、ローター流入若しくは閉塞が、約２７０°の円弧部分で測定された。ローターの力は、モデル4008 Fresenius dialysis machineのローラーポンプのディメンジョンに対応する。ローターの構造に関しては、シリンダー状のローラーが選ばれ、ポンプチューブ連結部がポンプチューブアダプターによる供給によって保護された。６時間を超える効果的な流速の連続的な記録のための流速メーターは、組み込まれた。流体は、直径１．５ｍｍのカニューレに吸引され、直径１．５ｍｍのカニューレを介して戻された。

血液透析システムにおいて実際に生じるストレス状況は、次ぎのパラメータを設定することによりシミュレートされた：
流速：３００ｍＬ／ｍｉｎ
流体の温度：３７℃（人の血液の温度に対応）
流体の粘度：３．６ｍＰａ・ｓ（人間の血液の粘度に対応）
持続時間：６ｈ（標準的な血液透析処置の最大持続時間に対応）
圧力の状態（ポンプの前後）：約−３９０ｍｍＨｇ／＋１７０ｍｍＨｇ

テストされたチューブすべては、使用前に１２１℃で蒸気消毒された。

例１
例１〜３の本発明に従ったチューブは、共押出成形で準備され、且つ２０℃に保持された水浴の中で押出後に導入され、且つアニールされた。負の圧力は、チューブ測定を押出後持続させるべく押出チューブにおける真空キャリブレーションにおいて同時に適用された。個々の層の厚さは、外層及び内層それぞれにおいて何れの場合も６０μｍであり、中間層おいて１９８０μｍであり、その結果、実施例１〜３に従ったチューブは、全肉厚２．１ｍｍであった。内径は、何れの場合も８ｍｍであった。

図１に示すような本発明に従った３層チューブは、次ぎの物質で生成された：
１．外層は、５５％のＳＥＢＳ（Tuftec H1221, Asahi）、５％のＳＥＢＳ（Septon 4077, Kuraray）、３５％のＰＰ−Ｒ（RB 501 BF, Borealis）及び２００ｐｐｍのアミドワックス（Crodamide ER）の混合物からなった。
２．中間層は、８５％のＳＥＢＳ（Tuftec 1221, Asahi）及び１５％のＰＰ−Ｒ（RD 204 CF）の混合物からなった。
３．内層は、６０％のＰＰ−Ｒ（RD 208 BF, Borealis）及び４０％のＳＥＢＳ（Tuftec H1221, Asahi）の混合物からなった。

３００ｍｌ／ｍｉｎの輸送速度でのローラーポンプへの６時間輸送後において輸送速度ロスは２１．９％であった。

例２：
次の構造のチューブが生成された：
１．外層は、５５％のＳＥＢＳ（Tuftec H1221, Asahi）、５％のＳＥＢＳ（Septon 4077, Kuraray）、３５％のＰＰ−Ｒ（RB 501 BF, Borealis）及び２００ｐｐｍのアミドワックス（Crodamide ER）の混合物からなった。
２．中間層は、８５％のＳＩＳ（Hybrar 7125 F, Kuraray）及び１５％のＰＰ−Ｒ（RD 204 CF）の混合物からなった。
３．内層は、６０％のＰＰ−Ｒ（RD 208 BF, Borealis）及び４０％のＳＥＢＳ（Tuftec H1221, Asahi）の混合物からなった。

６時間及び輸送速度３００ｍｌ／ｍｉｎ後、輸送速度ロスは１３．６％であった。

例３
次ぎの物質を有するさらなるチューブが生成された：
１．外層は、５５％のＳＥＢＳ（Tuftec H1221, Asahi）、５％のＳＥＢＳ（Septon 4077, Kuraray）、３５％のＰＰ−Ｒ（RB 501 BF, Borealis）及び２００ｐｐｍのアミドワックス（Crodamide ER）の混合物からなった。
２．中間層は、８５％のＳＩＳ（Hybrar 7125 F, Kuraray）及び１５％のＰＰ（Borsoft SC220, Borealis）の混合物からなった。
３．内層は、６０％のＰＰ−Ｒ（RD 208 BF, Borealis）及び４０％のＳＥＢＳ（Tuftec H1221, Asahi）の混合物からなった。

輸送速度のロスは、６時間及び３００ｍｌ／ｍｉｎの輸送速度後で９．３％であった。

図２は、最新技術のＰＶＣポンプチューブと比較される本発明に従ったポンプチューブの輸送速度の経時変化を示す。流速は、ポンピング期間に対するｍｌ／ｍｉｎで示す。ポンプのモーター出力は、ポンピング期間の持続時間に一定に保たれる。

点線で示されたカーブ１は、最新技術のＰＶＣチューブ（内径：８ｍｍ、肉厚：２．１ｍｍ）の時間に対する輸送速度を示す。

実線のカーブ２は、例３に従った本発明に従ったＰＶＣフリーポンプチューブ（内径：８ｍｍ、肉厚：２．１ｍｍ）の対応する測定結果を示す。

図２は、輸送の持続時間が増加するにつれて、両方のポンプチューブにおける輸送速度が減少することを示す。しかしながら、本発明に従ったＰＶＣフリーチューブ（カーブ２）の輸送速度の減少は、ＰＶＣチューブ（カーブ１）に比べて強くはない。

本発明に従ったチューブのねじれ抵抗は、さらにTIRA tensile testing machineによって研究された。それぞれのチューブ若しくはチューブ部分は、その端で二つの締め付け金具に取り付けられた。締め付け金具どうしの間の距離は、６０ｍｍであった。挿入されたチューブは、長さが２４０ｍｍであった。それは、テスト締め付け金具どうしの間で曲がっていた。テスト締め付け金具は、２４０ｍｍ／ｍｉｎの速度で互いに向かって動かされた。チューブが締め付け金具に対向する力が、測定された。加えて、締め付け金具の間の距離、いわゆるトランスファーパスの減少が測定された。

図３、４は、力が初期にトランスファーパスによる最大値にまで増加することを示す。この最大値は、チューブの曲がりに対応する。曲がりの結果として、チューブは、その長さ全体への張力を減少させ、ほんの小さな力でテスト締め付け金具に対抗し得る。従って、ねじれた後、力の減少は、トランスファーパスが増加するにつれて観察された。力のパスコースがさらに図３及び４に関係して従うならば、カーブにおける新たな上昇が観察される。ここでは、チューブは、新たなストレスがテスト締め付け金具に対抗して発達するポイントで、テストマシンにおいてすでに圧迫されている。

最も起こり得るトランスファーパスがカバーされた後に曲がりが生じること、及びねじれ後に力の降下が大きすぎないことが、ポンプチューブとして用いるためには望ましい。取引において通例のＰＶＣポンプの例を挙げると（図３）、調べたトランスファーパスで完全な曲がりが起こらないことがみられ得る。ほんのすこしの曲がりが、約３０ｍｍのトランスファーパスで観察された。これの原因は、使用される可塑剤の結果として部分的に溶媒和された状態で存在するポリ塩化ビニルの分子構造である。従って、ＰＶＣのポリマー鎖は、流動性の程度を示し、且つポリマー鎖の滑りによって試験片に生じるストレスを部分的に補い得る。対照的に、例２に従い本発明に従ったチューブは、約３５ｍｍ後にのみ曲がり始める（図４）。

本発明に従った復元力若しくは復元能力は、同様に、TIRA tensile testing machineに従って測定された：このため、チューブは、７ｍｍで共に押されるテスト締め付け金具の間に置かれた。それから、チューブが締め付け金具に対抗する力が測定された。ポンピングプロセスの間の復元力の減少を記録するために、チューブは、表１にリストされたポンプ使用の定義された期間後にローラーポンプから数回除去され、そして、テスト機械で調査された。

表２は、本発明に従ったチューブがＰＶＣチューブ（表１）よりも全体的に復元能力のロスが幾分大きい値であったがこの違いが１１％の値を少し超えたものでありこれが最適なものとしてみなされるということを示した。

図５は、“Hybrar 7125 F”（試料１）、“Tuftec 1062”（試料２）、及び“Tuftec 1221”（試料３）の市販の３つ試料の温度に対する損失率タンデルタを示す。損失率の測定は、ISO 6721-7に従ったすべての試料において実施された。３つのブロック共重合体を有する試料片は、約４ｍｍの厚さのシートの中で２００℃の温度で粒状の試料物質を押圧することによって生成された。８０ｍｍ×１０ｍｍ×プレートの厚さを測定する試料片は、押圧されたシートから生成された。頭を測定するRheometric Scientific "Torsion head" DMAは、テスト装置として用いられた。

テストのコンディションは、以下の通りであった：
・ストレスのタイプ：強制的なねじり振動
・振動数：１Ｈｚ
・温度：−１００℃から室温若しくは４０℃
・加熱速度：１Ｋ／ｍｉｎ
・フラッシングガス：乾燥空気

試料の損失率の最大値は、図５に示される。

Kurarayから市販されるHybrar試料は、スチレン／イソプレン／スチレンブロック共重合体（ＳＩＳブロック共重合体）である。Asahi Kaseiから市販されるTuftec試料は、ＳＥＢＳタイプスチレンブロック共重合体である。

Hybrar試料（試料１）は、上述されたこのアプリケーションの例２及び３で用いられた。熱可塑性エラストマーが、熱可塑性エラストマーを含む、チューブの中間層で用いられたときに、ポンピング速度ロスの減少が達成される。例２及び３では、ポンピング速度ロスは、それぞれ１３．６％、９．３％である。

Tuftec 1062（試料２）は、リストされた例においては使用されなかった。この物質を用いて生成されたポンプチューブは、２０％よりも大きなポンピング速度ロスを有した。このように、このＳＥＢＳタイプは、チューブの中間層にこの熱可塑性エラストマーを有する本発明に従ったチューブを生成するには適していない。図５に示すように、０．０１より大きな測定し得る損失率は、約−１０℃の温度においてのみ到達され得る。

Tuftec 1221（試料３）は、例１に使用された。０．０１より大きな測定し得る損失率は、Tuftec 1062を用いるのと同程度に低い温度（約−５℃）において到達される。すでに上述したように、ローラーポンプにおける６時間輸送後の輸送速度ロスは、３００ｍｌ／ｍｉｎの輸送速度において２１．９％である。

３７℃においてまだ測定し得る損失率を示す試料を用いて、本発明に従ったチューブは得られ、それは、有利な復元ロスを示す。

図６は、温度に対するロス係数Ｇ”を示す。試料１に対するロス係数の最大値は、最も高い温度（−９．６℃）で生じることが示された。試料２及び３のロス係数の最大値は、いくつかのケースにおいて、−５６．８５℃及び−３３．４８℃で顕著に低い。

表３は、例によって実験された熱可塑性エラストマーの特徴をまとめる：

図１は、本発明に従ったチューブの断面図を示す。 図２は、従来のＰＶＣポンプチューブに比較された本発明に従ったポンプチューブの時間に対する輸送速度を示し、該輸送速度は、ポンピング期間に対してプロットされている。 図３は、従来のＰＶＣチューブのねじれ抵抗を示す。 図４は、本発明に従ったチューブのねじれ抵抗を示す。 図５は、３つの試料の温度に対する損失率タンデルタを示す。 図６は、３つの試料の温度に対するロス係数Ｇ”を示す。

Claims (23)

1. 互いに積層された３層（１０１、１０２、１０３）を備え、これらの層はそれぞれポリオレフィンを含有し、中間層（１０２）は少なくとも６０％の熱可塑性エラストマーを含有し、温度に対する損失率は−３０℃を超えた温度で最大値を示すことを特徴とするＰＶＣフリーチューブ（１００）。
2. 前記熱可塑性エラストマーが、−３５℃を超えるガラス転移温度Ｔ_Rを有する請求項１記載のチューブ。
3. 前記熱可塑性エラストマーが、３７℃に於いて０．０１より大きい損失率を有する請求項１又は２記載のチューブ。
4. 前記熱可塑性エラストマーが、−３５℃を超えたロス係数最大値Ｇ”_maxを有する請求項１〜３の何れか一項に記載のチューブ。
5. 少なくとも２０％のポリオレフィンが、前記外層及び前記内層（１０１、１０３）に含まれることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
6. 層（１０１）及び層（１０３）に含まれるポリオレフィンの量が異なることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
7. 前記内層（１０３）に含まれるポリオレフィンの量が、前記外層（１０１）よりも多いことを特徴とする請求項６記載のチューブ。
8. 前記ポリオレフィンが、ポリエチレン、ポリプロピレン、これらの共重合体、これらの三元重合体、及びこれらの混合物からなる群より選ばれることを特徴とする請求項１〜７の何れか一項に記載のチューブ。
9. 前記熱可塑性ポリマーが、ＳＥＢＳ、ＳＢＳ、ＳＥＰＳ、ＳＥＢ、ＳＩＳ、及びこれらの混合物からなる群より選ばれること特徴とする請求項８記載のチューブ。
10. 前記熱可塑性ポリマーが、ＳＥＢＳ若しくはＳＩＳであることを特徴とする請求項９記載のチューブ。
11. 前記外層（１０１）の層の厚さが、３０〜２５０μｍ、好ましくは、４０〜１００μｍであることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
12. 前記熱可塑性エラストマーを有する中間層が、４００〜３０００μｍ、好ましくは、１０００〜３０００μｍ、より好ましくは、１８００〜２０００μｍの層の厚さを有することを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
13. 前記内層（１０３）の層の厚さが、３０〜２５０μｍ、好ましくは４０〜１００μｍであることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
14. 前記熱可塑性エラストマーを有する中間層に対する前記外層の厚さの比が１：８〜１：２５であることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
15. 前記熱可塑性エラストマーを有する中間層に対する前記内層の厚さの比が１：８〜１：２５であることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
16. 前記チューブの全肉厚が、０．４５〜３．５ｍｍ、好ましくは、２〜２．２ｍｍであることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
17. 前記チューブの内径が、３〜２８ｍｍ、好ましくは、３〜１５ｍｍであることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
18. 前記チューブの外径が、４〜３５ｍｍ、好ましくは、１２〜１３ｍｍであることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
19. 前記外層（１０１）が、電磁波放射線を吸収しそれを熱エネルギーに変える化合物を含有してなることを特徴とする前の請求項の何れか一項に記載のチューブ。
20. 請求項１〜１９の何れか一項に従ったチューブを複数備えるチューブシステム。
21. 少なくとも二つのチューブが、ポリオレフィンを有する接合部を介して接合されてなることを特徴とする請求項２０に従ったチューブシステム。
22. 前記接合部がポリプロピレンを有してなることを特徴とする請求項２１に記載のチューブシステム。
23. 請求項１〜１９の何れか一項に記載のチューブ若しくは請求項２０〜２２の何れか一項に記載のチューブシステムの体外の血液循環における使用。

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